JP5921119B2 - X-ray diagnostic apparatus - Google Patents

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Description

本発明の実施形態は、X線診断装置及びX線診断用のステントに関する。 Embodiments of the present invention relates to a stent for X-ray diagnostic apparatus and X-ray diagnosis.

X線診断装置によるイメージングの一つとして、ステントを併用したイメージングが知られている。 One of imaging with X-ray diagnostic apparatus, imaging with a combination of stent is known. ステントは、ワイヤーのような構造を有するストラットを用いて網目の筒状に形成したものである。 The stent is made by forming a tubular mesh with a strut having a structure such as a wire. X線診断装置とともに用いられる代表的なステントとしては、頭蓋内ステントが挙げられる。 Typical stent for use with X-ray diagnostic apparatus, include intracranial stents.

頭蓋内ステントのストラットは非常に細く、X線診断装置でステント自体を観察することは困難である。 It struts intracranial stent is very thin, it is difficult to observe the stent itself with an X-ray diagnostic apparatus. 具体的には、頭蓋内ステントのストラットの断面径は60μm程度である。 Specifically, the cross-sectional diameter of the intracranial stent struts is approximately 60 [mu] m. そこで、従来のステントには、X線診断装置によるイメージングによっておおよその位置が把握できるようにマーカが設けられている。 Therefore, the conventional stent, which marker is provided to grasp the approximate position by imaging with X-ray diagnostic apparatus. 具体的には、ステントの一端を形成する同一円上に4つのマーカが均等間隔で設けられ、4つのマーカをステントの長手方向に投影した他端側の位置に別の4つのマーカが設けられる。 Specifically, four markers on the same circle that forms one end of the stent are provided at equal intervals, another four markers are provided in the four markers of the other end side projected in the longitudinal direction of the stent position .

一方、X線診断装置は、X線CT (computed tomography)装置に比べて空間分解能の高いX線検出器を備えている。 On the other hand, X-ray diagnostic apparatus includes an X-ray CT (computed tomography) apparatus with high spatial resolution as compared with the X-ray detector. しかしながら、X線診断装置を用いた透視画像及び撮影画像ではマーカ以外殆ど観察できない。 However, not be observed almost non markers fluoroscopic image and the captured image using an X-ray diagnostic apparatus. 但し、三次元(3D: three dimensional) イメージングを行うと、ステントのストラットを観察することが可能である。 However, three-dimensional: Doing (3D three dimensional) imaging, it is possible to observe the stent struts.

特開2011−104353号公報 JP 2011-104353 JP

しかしながら、従来のX線診断装置では、X線検出器及びX線管を搭載した回転系の位置決め誤差を100〜150μmに抑えることが困難な場合があった。 However, in the conventional X-ray diagnostic apparatus, in some cases it is possible to suppress the positioning error of the rotation system equipped with X-ray detector and the X-ray tube 100~150μm difficult. すなわち、回転系の回転に起因する振動やX線管の管球の熱量変化に伴う僅かな焦点ずれ等の要因によってX線の投影系の位置は、回転の度に僅かに変化する。 That is, the position of the projection system of the X-ray by factors such as slight defocus due to heat changes in the tube of the vibration and the X-ray tube due to the rotation of the rotating system is slightly changed at every rotation. このため、100〜150μmの範囲内における回転系の再現性を保証することができない。 Therefore, it is impossible to guarantee the reproducibility of the rotation system in the range of 100-150 .mu.m.

これに対して、一般にX線診断装置による3Dイメージングにおいて振動などの補正に使用されている、過去に収集された振動テーブルを用いて振動を補正する方法を用いる場合には、微細な構造を有するステントのストラットを描出するために、100〜150μmの回転系の再現性が要求される。 In contrast, commonly used for correcting the vibration in the 3D imaging with X-ray diagnostic apparatus, in the case of using a method of correcting a vibration using a vibration table which is collected in the past, it has a fine structure to visualize the stent struts, reproducibility of the rotation system of 100~150μm is required. 特にストラットを明瞭に描出するためには、1pixelの1/4以下に相当する50μm以下の回転再現性が回転系の支持装置に必要と考えられる。 In particular, in order to clearly delineate struts, 50 [mu] m following rotation reproducibility corresponding to a quarter or less of 1pixel is considered necessary support device of the rotary system.

そこで、X線診断装置の安定性を機構学的に向上させる試みや、回転系の位置の微細な変化を検出し、検出された位置の変化を補正する試みがなされている。 Therefore, and attempts to improve the stability of the X-ray diagnostic apparatus mechanism biological detects minute changes in position of the rotating system, an attempt to correct the change in the detected position has been made. しかしながら、これらの試みはX線診断装置のコストの増加に繋がるという問題がある。 However, these attempts have a problem that leads to an increase in the cost of the X-ray diagnostic apparatus.

加えて、患者となる被検体が撮影中に僅かでも動くと、微細な構造を有するステントのストラットを描出することが困難になるという問題がある。 In addition, when the subject to be patient moves even slightly during shooting, there is a problem that it is difficult to visualize the struts of a stent having a fine structure. この場合、X線診断装置の安定性を向上させたり、或いは回転系の位置の変化を補正させたとしても、ステントのストラットを明瞭に描出することは困難である。 In this case, or to improve the stability of the X-ray diagnostic apparatus, or even a change in the position of the rotating system is corrected, it is difficult to clearly delineate the stent struts.

本発明は、ステントを用いたイメージングにおいて、より簡易な手法で微細なステントのストラットを描出することが可能なX線診断装置及びX線診断用のステントを提供することを目的とする。 The present invention is, in imaging using stent, and to provide a more simple method in capable of rendering the struts fine stent X-ray diagnostic device and stent of X-ray diagnostics.

本発明の実施形態に係るX線診断装置は、データ収集手段及びデータ処理手段を備える。 X-ray diagnostic apparatus according to the embodiment of the present invention comprises a data acquisition means and data processing means. データ収集手段は、複数のマーカを設けたステントが挿入された被検体に複数の方向からX線を曝射することによって前記被検体から前記複数の方向に対応するX線投影データを収集する。 Data collection means collects the X-ray projection data corresponding to said plurality of directions from the subject by exposure to X-rays from a plurality of directions to a subject stent having a plurality of markers have been inserted. データ処理手段は、前記X線投影データに対する第1の画像再構成処理によって生成した第1の三次元画像データに基づいて前記複数のマーカのうちの少なくとも1つのマーカの空間位置を求め、 前記複数の方向に対応するX線投影データのそれぞれについて、前記X線投影データの投影面への前記マーカの空間位置の投影位置と前記X線投影データに基づいて求められた対応するマーカの前記投影面上における二次元位置との間におけるシフト量を求め、前記シフト量を用いた補正を伴う前記X線投影データに対する第2の画像再構成処理によって第2の三次元画像データを生成する。 Data processing means obtains the spatial position of at least one marker of the plurality of markers on the basis of the first three-dimensional image data generated by the first image reconstruction processing with respect to the X-ray projection data, said plurality for each X-ray projection data corresponding to the direction of the projection plane of the marker corresponding determined based and the projection position of the spatial position of the marker to the projection plane of the X-ray projection data on the X-ray projection data determine the shift amount between the two-dimensional position on, to generate a second three-dimensional image data by the second image reconstruction processing with respect to the X-ray projection data with correction using the shift amount.

本発明の第1の実施形態に係るX線診断装置の構成図。 Configuration view of an X-ray diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention. 図1に示すX線診断装置とともに使用可能な従来のステントの構造を示す斜視図。 Perspective view showing a structure of a conventional stent usable with X-ray diagnostic apparatus shown in FIG. 図1に示すX線診断装置とともに使用可能な本発明の実施形態に係るX線診断用のステントの構造例を示す斜視図。 Perspective view showing a structural example of a stent of the X-ray diagnostic according to the embodiment of the present invention that can be used in conjunction with X-ray diagnostic apparatus shown in FIG. 図1に示すX線診断装置とともに使用可能な本発明の実施形態に係るX線診断用のステントの別の構造例を示す斜視図。 Perspective view showing another example of the structure of the stent of the X-ray diagnostic according to the embodiment of the present invention that can be used in conjunction with X-ray diagnostic apparatus shown in FIG. 図1に示すX線診断装置により、ステントを挿入した被検体のイメージングを行う際の流れを示すフローチャート。 The X-ray diagnostic apparatus shown in FIG. 1, a flow chart showing a flow for imaging of a subject of inserting the stent. 図1に示すデータ処理系におけるデータ処理において用いられる座標系及びパラメータの定義を示す図。 Shows the definition of the coordinate system and parameters used in the data processing in the data processing system shown in FIG. 本発明の第2の実施形態に係るX線診断装置の構成図。 Configuration view of an X-ray diagnostic apparatus according to the second embodiment of the present invention.

本発明の実施形態に係るX線診断装置及びX線診断用のステントについて添付図面を参照して説明する。 For X-ray diagnostic apparatus and stent X-ray diagnostic according to the embodiment of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.

(第1の実施形態) (First Embodiment)
図1は本発明の第1の実施形態に係るX線診断装置の構成図である。 Figure 1 is a configuration diagram of an X-ray diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention.

X線診断装置1は、撮影系2、制御系3、データ処理系4及びコンソール5を備えている。 X-ray diagnostic apparatus 1 includes an imaging system 2, a control system 3, a data processing system 4 and the console 5. 撮影系2は、X線管6、X線検出器7、C型アーム8、土台9及び寝台10を有する。 Imaging system 2 includes an X-ray tube 6, X-ray detector 7, C-arm 8, the base 9 and the bed 10. また、データ処理系4は、A/D (analog to digital)変換器11、コンピュータ12、D/A (digital to analog)変換器13及び表示装置14を有する。 The data processing system 4 comprises an A / D (analog to digital) converter 11, a computer 12, D / A (digital to analog) converter 13 and a display device 14.

X線管6及びX線検出器7は、寝台10を挟んで対向配置するようにC型アーム8の両端に固定される。 X-ray tube 6 and the X-ray detector 7 is fixed to both ends of the C-arm 8 so as to face each other across the bed 10. C型アーム8は、土台9によって保持される。 C-arm 8 is held by the base 9. 土台9は、モータ9A及び回転機構9Bを備え、モータ9A及び回転機構9Bの駆動により、C型アーム8とともにX線管6及びX線検出器7を所望の位置にプロペラのように高速に回転させることができる。 Base 9 rotates, a motor 9A and a rotating mechanism 9B, by the motor 9A and rotating mechanism 9B, the fast as the propeller to a desired position of the X-ray tube 6 and the X-ray detector 7 with the C-arm 8 it can be.

X線検出器7としては、平面検出器(FPD: flat panel detector)やイメージインテンシファイアテレビ(II-TV: image intensifier TV)を用いることができる。 The X-ray detector 7, flat panel detector (FPD: flat panel detector) and an image intensifier TV (II-TV: image intensifier TV) can be used. また、X線検出器7の出力側は、データ処理系4のA/D変換器11と接続される。 Further, the output side of the X-ray detector 7 is connected to the A / D converter 11 of the data processing system 4.

制御系3は、撮影系2を構成する各構成要素に制御信号を出力することによって撮影系2を駆動制御する装置である。 The control system 3 is a device that controls driving the imaging system 2 by outputting a control signal to each component constituting the imaging system 2. 制御系3は入力装置としてのコンソール5と接続され、制御系3への撮像条件等の指示情報は、コンソール5から入力することができる。 The control system 3 is connected to the console 5 as an input device, an instruction information such as imaging conditions to the control system 3 can be entered from the console 5.

そして、撮影系2は、制御系3による制御下において回転可能なX線管6から寝台10にセットされた被検体Oに向けて互いに異なる角度でX線を順次曝射し、複数の方向から被検体Oを透過したX線をX線検出器7によりX線投影データとして順次収集できるように構成される。 The imaging system 2 is successively radiates X-rays at different angles toward a rotatable X-ray tube 6 to the object O set on the bed 10 under control by the control system 3, from a plurality of directions configured so that X-rays transmitted through the object O can be sequentially collected as X-ray projection data by X-ray detector 7.

特に、X線診断装置1では、被検体Oの撮像部位に挿入されたステントを含む撮像領域のイメージングを実行し、ステントを構成するストラットを描出できるように構成されている。 In particular, the X-ray diagnostic apparatus 1 is configured to be rendered struts running imaging of the imaging region including the inserted stent on the imaging part of the object of O, constituting the stent. すなわち、撮影系2では、被検体Oの撮像部位に挿入されたステントを含む領域からのX線投影データを収集することができる。 That is, in the imaging system 2, it is possible to collect the X-ray projection data from the region containing the inserted stent on the imaging part of the object O.

図2は、図1に示すX線診断装置1とともに使用可能な従来のステントの構造を示す斜視図である。 Figure 2 is a perspective view showing a structure of a conventional stent usable with X-ray diagnostic apparatus 1 shown in FIG.

図2に示すように、従来のステント15は、網目の筒状に形成されたストラット16の両端にそれぞれ4つのマーカ17を対称かつ均等配置して構成される。 As shown in FIG. 2, the conventional stent 15 is configured to both ends of the strut 16 formed in a mesh of the tubular four markers 17 symmetrically and evenly disposed. このような構成を有するステント15は、頭蓋内などの動脈瘤を含む血管内に挿入し、主として血管内の治療をより安全に行うためなどに用いられる。 Such stents 15 having the configuration, inserted into a blood vessel comprising an aneurysm, such as intracranial, used like the primary reason for therapy in a blood vessel more safely.

マーカ17は、撮像部位周辺に存在する基準物質よりも高いCT値を呈する物質で構成される。 Marker 17 is comprised of a material exhibiting a higher CT value than the reference substance existing around the imaging site. 例えば、頭蓋内で使用されるステントであれば、骨又は歯のCT値よりも高いCT値を有する材料によってマーカ17を構成することが実用的である。 For example, if the stent to be used in intracranial, it is practical to configure the marker 17 of a material having a high CT value than CT value of bone or tooth.

このため、ステント15を含む領域からX線投影データを収集すると、マーカ17に対応する領域が低信号値として描出される画像データを生成することが可能となる。 Therefore, when collecting X-ray projection data from a region containing the stent 15, the region corresponding to the marker 17 it is possible to generate image data to be rendered as a low signal value. この場合、撮影系2は、複数のマーカ17を設けたステント15が挿入された被検体Oに複数の方向からX線を曝射することによって被検体Oから複数の方向に対応するX線投影データを収集するデータ収集手段として機能する。 In this case, the imaging system 2 is, X-ray projection corresponding to a plurality of directions from the subject O by exposure to X-rays from a plurality of directions to the object O to the stent 15 having a plurality of markers 17 has been inserted data functions as a data collection means for collecting. 但し、同様なデータ収集手段としての機能がX線診断装置1に備えられれば、他の構成要素でデータ収集手段を構成してもよい。 However, as long with the features X-ray diagnostic apparatus 1 as similar data collection means may constitute a data collector in the other components.

図2に示す従来のステント15では、各端部に4つのマーカ17が同一円上に均等間隔で配置される。 In conventional stent 15 shown in FIG. 2, four markers 17 at each end are arranged at equal intervals on the same circle. 従って、投影方向によっては、複数のマーカ17が重なる場合がある。 Therefore, depending on the projection direction, a plurality of markers 17 overlap. 例えば、ストラット16の長手方向となる軸方向Lに垂直な方向P1からX線投影データを収集すると、全てのマーカ17が重なる場合がある。 For example, if the direction P1 perpendicular to the axial direction L of the longitudinal direction of the strut 16 to collect X-ray projection data, there is a case where all of the markers 17 overlap. このような場合、X線投影データから画像データを再構成しても、画像データ上において各マーカ17を互いに区別することが困難になる恐れがある。 In this case, even when reconstructing the image data from the X-ray projection data, it may be difficult to distinguish from each other the respective markers 17 on the image data.

そこで、複数のマーカ17を、ある単一の方向に位置を投影した場合に少なくとも1つが重ならないように、ストラット16の少なくとも一端に配置することが好適である。 Therefore, a plurality of markers 17, such that at least one but not overlap when projected position to a single direction, it is preferable to arrange at least one end of the strut 16.

図3は、図1に示すX線診断装置1とともに使用可能な本発明の実施形態に係るX線診断用のステントの構造例を示す斜視図である。 Figure 3 is a perspective view showing a structural example of a stent of the X-ray diagnostic according to the embodiment of the present invention that can be used in conjunction with X-ray diagnostic apparatus 1 shown in FIG.

図3に示すステント15Aは、網目の筒状に形成されたストラット16の両端にそれぞれ3つのマーカ17を対称かつ均等配置して構成した例を示している。 The stent 15A shown in FIG. 3 shows an example in which the respective ends of three markers 17 of the struts 16 formed in a mesh of the cylindrical symmetry and evenly arranged. 図3に示すように、マーカ17の数を奇数にすれば、少なくともストラット16の軸方向Lと異なる単一の方向P2に投影した場合において、少なくとも1つが重ならないように複数のマーカ17を配置することができる。 As shown in FIG. 3, if the number of markers 17 in odd, when projected in a single direction P2 different from the axial direction L of at least the struts 16, disposing a plurality of markers 17 so that at least one but not overlapping can do.

尚、ストラット16の一端に設けられるマーカ17の数を5個以上とすると、ステントの構造及び製造過程が複雑になるといった弊害も考えられることから、実用的には3つのマーカ17をストラット16の一端に配置することが適切である。 Incidentally, when the number of markers 17 provided at one end of the strut 16 and 5 or more, since the structure and manufacturing process of the stent is also contemplated adverse effect such complicated practical To the three markers 17 struts 16 it is appropriate to arrange at one end. すなわち、ストラット16の少なくとも一端に3つのマーカ17を配置すれば、ストラット16の軸方向Lと異なる単一の方向P2に投影した場合に全てのマーカ17が重なることを防ぐことができる。 That is, by arranging the three markers 17 on at least one end of the strut 16, it is possible to prevent that all of the markers 17 overlap when projected in a single direction P2 different from the axial direction L of the strut 16.

更に、複数のマーカ17を、ストラット16の軸方向Lに位置を投影した場合において互いに重ならないように、ストラット16の両端にそれぞれ配置することもできる。 Further, a plurality of markers 17, so as not to overlap each other in the case of projecting the position in the axial direction L of the strut 16, it may be respectively arranged at each end of the strut 16.

図4は、図1に示すX線診断装置1とともに使用可能な本発明の実施形態に係るX線診断用のステントの別の構造例を示す斜視図である。 Figure 4 is a perspective view showing another example of the structure of the stent of the X-ray diagnostic according to the embodiment of the present invention that can be used in conjunction with X-ray diagnostic apparatus 1 shown in FIG.

図4に示すステント15Bは、網目の筒状に形成されたストラット16の両端にそれぞれ4つのマーカ17を均等配置して構成した例を示している。 The stent 15B shown in FIG. 4 shows an example in which evenly arranged each of the four markers 17 at both ends of the strut 16 formed in a mesh of the tubular. 但し、一旦側に設けられた4つのマーカ17をストラット16の軸Lに沿って投影すると、他端側に設けられた4つのマーカ17に対して所定の角度θだけ回転させた位置となる。 However, once projecting the four markers 17 provided on the side along the axis L of the strut 16, the position rotated by the predetermined angle θ with respect to the four markers 17 provided on the other end side. このため、ストラット16の軸方向Lを含む単一の方向に全てのマーカ17の位置を平行投影した場合において、全てのマーカ17が重なることを防ぐことができる。 Therefore, in the case of parallel projection of the positions of all of the markers 17 in a single direction containing the axis direction L of the strut 16, it is possible to prevent that all the marker 17 overlapping.

このように従来のステント15のストラット16の一方に設けられた4つのマーカ17の配置を他方の4つのマーカ17に対してシフトさせれば、マーカ17の数を変えなくてもマーカ17同士の重なりを防止することができる。 Be shifted in this way the arrangement of the four markers 17 provided on one of the struts 16 of conventional stent 15 relative to the other four markers 17, the marker 17 between even without changing the number of markers 17 the overlap can be prevented.

尚、マーカ17同士の重なりの防止効果の向上及び製造方法を容易にする観点からは、ストラット16の軸方向Lに投影した場合に互いに45度回転させた位置となるようにストラット16の両端にそれぞれ4つのマーカ17を配置することが好適である。 From the viewpoint of facilitating the methods improve and manufacturing the effect of preventing overlap of the markers 17 at both ends of the strut 16 so that the position rotated 45 degrees from each other when projected in the axial direction L of the struts 16 each it is preferable to place the four markers 17.

もちろん、ストラット16の両端にそれぞれ3つのマーカ17を設け、ストラット16の軸方向Lに一端側のマーカ17の位置を投影した場合に、他端側のマーカ17の位置と重ならないようにしてもよい。 Of course, each end of the strut 16 is provided with three markers 17, when projecting the position of one end side of the marker 17 in the axial direction L of the struts 16, also so as not to overlap with the position of the other end of the marker 17 good. この場合においても、マーカ17同士の重なりの防止効果の向上及び製造方法を容易にする観点からは、ストラット16の軸方向Lに投影した場合に互いに60度回転させた位置となるようにストラット16の両端にそれぞれ3つのマーカ17を配置することが好適である。 In this case, from the viewpoint of facilitating the methods improve and manufacturing the effect of preventing overlapping of the marker 17, the struts 16 so that the position rotated 60 degrees from each other when projected in the axial direction L of the struts 16 each end of it is preferred to arrange the three markers 17. この他、ストラット16の両端にそれぞれ異なる数のマーカ17を設けることも可能である。 In addition, it is also possible to provide a number of markers 17 different at both ends of the strut 16.

次に、データ処理系4の詳細機能について説明する。 Next, it details the function of the data processing system 4.

データ処理系4のA/D変換器11の出力側は、コンピュータ12の入力側と接続される。 The output side of the A / D converter 11 of the data processing system 4 is connected to the input side of the computer 12. 一方、コンピュータ12の出力側には、D/A変換器13を介して表示装置14が接続される。 On the other hand, to the output side of the computer 12, the display device 14 via the D / A converter 13 is connected. また、コンピュータ12は、コンソール5と接続される。 The computer 12 is connected to the console 5. そして、コンピュータ12には、コンソール5の操作によってデータ処理に必要な指示情報を入力することができる。 Then, the computer 12 can input instruction information necessary for data processing by the operation of the console 5.

更に、コンピュータ12は、プログラムを読み込むことにより、フィルタリング部18、第1の画像再構成部19、3Dマーカ同定部20、マーカ投影部21、2Dマーカ同定部22、第2の画像再構成部23、3D画像処理部24、アフィン変換部25及びLUT (Look Up Table)26として機能する。 Furthermore, the computer 12, by reading the program, the filtering unit 18, the first image reconstructing section 19,3D marker identifying unit 20, the marker projection unit 21,2D marker identifying portion 22, the second image reconstructing section 23 , 3D image processing unit 24 functions as an affine transformation unit 25 and a LUT (Look Up Table) 26. 但し、これらの機能を得るために回路を用いてデータ処理系4を構成してもよい。 However, it may constitute a data processing system 4 using the circuit in order to obtain these functions.

フィルタリング部18は、X線検出器7からA/D変換器11を介してコンピュータ12に入力されたX線投影データやX線投影データに基づいて生成されるデータに対して高周波強調フィルタリング等の必要なフィルタ処理を施す機能を有する。 Filtering unit 18, such as a high frequency emphasis filtering for the data that is generated based on the X-ray detector 7 in the X-ray projection data and X-ray projection data input to the computer 12 via the A / D converter 11 It has a function of performing the necessary filtering.

第1の画像再構成部19は、X線検出器7からA/D変換器11を介してコンピュータ12に入力された複数の方向に対応する複数のX線投影データに基づく画像再構成処理を実行することにより、複数の方向に対応するX線投影データから第1の3D画像データとしてボリュームデータを再構成する機能を有する。 The first image reconstructing section 19, the image reconstruction processing based on a plurality of X-ray projection data corresponding to a plurality of directions that is input to the computer 12 via the X-ray detector 7 A / D converter 11 by executing a function to reconstruct the volume data from the X-ray projection data corresponding to a plurality of directions as the first 3D image data.

3Dマーカ同定部20は、第1の画像再構成部19において生成された第1の3D画像データに基づいて、ステント15、15A、15Bに設けられた複数のマーカ17のうちの少なくとも1つのマーカ17の3D座標系における3D位置を同定する機能を有する。 3D marker identification section 20, based on the first 3D image data generated in the first image reconstructing section 19, at least one marker of the stent 15, 15A, a plurality of markers 17 provided in the 15B It has a function of identifying 3D position in the 3D coordinate system 17. 単一又は複数のマーカ17の空間位置は、第1の3D画像データに対する閾値処理によって求めることができる。 Spatial location of a single or a plurality of markers 17 may be determined by threshold processing for the first 3D image data. すなわち、マーカ17のCT値は基準となる物質よりも高い。 That, CT values ​​of the marker 17 is higher than a reference material. このため、第1の3D画像データのCT値に相当する画素値が閾値よりも大きくなる点又は領域を閾値処理によって特定すれば、第1の3D画像データ上におけるマーカ17の空間位置を同定することができる。 Thus, the pixel value corresponding to the CT value of the first 3D image data if specified by the threshold the larger the point or area than the threshold, to identify the spatial position of the markers 17 on the first 3D image data be able to.

但し、基準となる物質よりもCT値が高いマーカ17以外の物質が撮像領域に存在すると、マーカ17の位置を同定するための閾値処理によって、マーカ17の位置が誤認識される恐れがある。 However, the CT value than a reference material is a substance other than a higher marker 17 is present in the imaging area, by threshold processing to identify the location of the marker 17, there is a possibility that the position of the marker 17 may be mistakenly recognized. 例えば、歯の治療跡として金属が存在する場合において、歯のCT値よりも高い部位を閾値処理によって抽出すると、金属部分がマーカ17として誤認識される恐れがある。 For example, when the metal is present as a treatment trace of the teeth, when extracted by threshold processing the higher portion than the CT values ​​of the tooth, there is a possibility that the metal portion is erroneously recognized as a marker 17.

そこで、3Dマーカ同定部20には、第1の3D画像データに対する閾値処理によって一旦、マーカ17の候補を特定し、マーカ17の候補として誤認識されたマーカ17以外の点又は領域を除外するエラー処理を実行する機能を設けることができる。 Therefore, the 3D marker identification unit 20, once the threshold processing with respect to the first 3D image data, to identify candidate marker 17, to exclude the recognized point or region other than the marker 17 was erroneously as candidates of the markers 17 errors it can be provided with a function to execute the process. 第1の3D画像データに基づいて誤認識されたマーカ17の候補を除去するためのエラー処理は、ステント15、15A、15Bに設けられた複数のマーカ17の幾何学的情報に基づいて実行することができる。 Error handling for removing the candidate of the first 3D image data based on the misrecognized marker 17 is executed based on the geometric information of a plurality of markers 17 disposed stent 15, 15A, and 15B be able to.

具体的には、ステント15、15A、15Bに設けられた各マーカ17の大きさ、形状、他のマーカ17との間における距離、ストラット16の中心からの距離及び第1の3D画像データの中心からの距離等の幾何学的情報は既知であるため、既知情報に基づいてマーカ17の位置となり得ない位置におけるマーカ17の候補を誤認識された候補として除外することができる。 Specifically, the stent 15, 15A, the size of each marker 17 provided in 15B, the shape, distance and the center of the first 3D image data from the center distance, the struts 16 between the other markers 17 since the geometric information such as distance from a known, can be excluded as candidates misrecognized candidate markers 17 in a position that can not be the position of the marker 17 on the basis of known information. これにより、歯の治療跡として存在する金属領域等をマーカ17の候補から除外することができる。 This makes it possible to exclude the metal region or the like present as a treatment trace of the teeth from the candidate markers 17.

マーカ投影部21は、3Dマーカ同定部20により求められた第1の3D画像データ上におけるマーカ17の3D空間位置を、各X線投影データの投影面にそれぞれ投影した場合における2D投影位置を求める機能を有する。 Marker projection unit 21 obtains the 2D projection position in case of a 3D spatial position of the markers 17 on the first 3D image data obtained by the 3D marker identification unit 20, and projected respectively on the projection plane of the X-ray projection data It has a function. 換言すれば、マーカ投影部21は、マーカ17の3D空間位置のX線投影データの各投影面への投影位置を算出する機能を備えている。 In other words, the marker projection unit 21 has a function of calculating the projection position of each projection surface of the X-ray projection data of a 3D spatial position of the markers 17. この各投影面上におけるマーカ17の2D投影位置の算出は、各X線投影データの収集にそれぞれ用いられた投影系の空間座標情報に基づいて行うことができる。 Calculation of the 2D projection position of the marker 17 in the respective projection plane can be made based on the spatial coordinate information of the projection system used respectively to the collection of the X-ray projection data.

但し、上述したようにX線投影データの投影方向によっては、互いに異なるマーカ17の2D投影位置が重なったり、区別が困難になる恐れがある。 However, depending on the projection direction of the X-ray projection data as described above, or overlapping 2D projection position of the different markers 17 to each other, there is a possibility that distinction becomes difficult. 特に図2に示すような従来のステント15を用いる場合には、異なる複数のマーカ17の2D投影位置の区別が困難になる場合が多い。 Particularly, in the case of using a conventional stent 15 as shown in FIG. 2 is often distinguish 2D projection position of a plurality of different markers 17 becomes difficult.

そこで、マーカ投影部21において、投影面上において近接するマーカ17の2D投影位置間における距離を算出し、算出した距離が閾値以下となる場合には2D投影位置の算出対象から除外するエラー処理を行うようにすることができる。 Therefore, the marker projection unit 21 calculates the distance between the 2D projected positions of the markers 17 adjacent on the projection surface, to exclude error process if the calculated distance is equal to or less than the threshold value from the calculation target of the 2D projection position it is possible to perform.

2Dマーカ同定部22は、X線検出器7からコンピュータ12に入力された複数の方向に対応する複数のX線投影データに基づいて、ステント15、15A、15Bに設けられた各マーカ17の各投影面上における2D位置を同定する機能と、マーカ17の空間位置のX線投影データの投影面への2D投影位置と、同定されたマーカ17の2D位置との間におけるシフト量を補正データとして求める機能を有する。 2D marker identification section 22, based on a plurality of X-ray projection data corresponding to a plurality of directions from the X-ray detector 7 is inputted into the computer 12, the stent 15, 15A, each of the markers 17 provided in the 15B a function of identifying the 2D location on the projection plane, and 2D projection position of the projection plane of the X-ray projection data spatial position of the markers 17, the shift amount between the 2D position of the identified markers 17 as the correction data It has the function of finding.

尚、2D位置の同定の対象となるマーカ17は、マーカ投影部21により算出され、エラー処理によって除外されなかった2D投影位置に対応するマーカ17とすれば十分である。 Incidentally, the markers 17 to be identified in the 2D position is calculated by the marker projection unit 21, it is sufficient if the marker 17 corresponding to the 2D projection position not excluded by the error processing. 従って、マーカ投影部21により算出された2D投影位置近傍の範囲内におけるX線投影データから実際のマーカ17の2D位置を同定すればよい。 Therefore, it is sufficient identifying 2D position of the actual marker 17 from the X-ray projection data in the range of 2D projection position near calculated by the marker projection unit 21. そのため、2Dマーカ同定部22は、マーカ投影部21からマーカ17の2D投影位置を取得できるように構成される。 Therefore, 2D marker identification unit 22 is composed of a marker projection portion 21 so as to be able to acquire the 2D projected positions of the markers 17.

X線投影データ上における実際のマーカ17の2D位置は、信号の僅かな極小値として現れる。 2D position of the actual marker 17 on the X-ray projection data will appear as a small minimum value of the signal. 従って、僅かな極小値及び極小値に対応する位置を高精度で検出するための任意の信号処理によってマーカ17の2D位置を同定することができる。 Therefore, it is possible to identify the 2D position of the marker 17 by any signal processing for detecting the position corresponding to the small minimum value and minimum value with high precision.

また、マーカ投影部21において近接するマーカ17の2D投影位置間における距離を計算する代わりに、2Dマーカ同定部22において同定された近接するマーカ17の実際の2D位置間における距離を計算するようにしてもよい。 Further, instead of calculating the distance between the 2D projected positions of the markers 17 adjacent the marker projection unit 21, so as to calculate the distance between the actual 2D positions of the markers 17 to close identified in 2D marker identification unit 22 it may be. この場合、2Dマーカ同定部22は、投影面上において近接するマーカ17の2D位置間における距離を算出し、算出した距離が閾値以下となる場合には2D投影位置に対する2D位置のシフト量、つまり補正データの算出対象から除外するエラー処理を行うように構成される。 In this case, 2D marker identification unit 22, a shift amount of 2D locations for 2D projection position in the case of calculating the distance between the 2D position of the marker 17 adjacent on a projection plane, the calculated distance is equal to or less than the threshold value, i.e. configured to perform exclude error processing from the calculation target of the correction data.

第2の画像再構成部23は、2Dマーカ同定部22において求められた補正データを用いた補正を伴って、X線投影データに対する第2の画像再構成処理を実行することによって第2の3D画像データを生成する機能を有する。 The second image reconstructing section 23, with the correction using the correction data determined in 2D marker identification unit 22, the second 3D by performing a second image reconstruction processing with respect to the X-ray projection data It has a function of generating image data.

すなわち、マーカ17の2D投影位置の実際の2D位置からの位置ずれ量は、マーカ17の位置の再現性の誤差と考えることができる。 That is, the position deviation amount from the actual 2D positions of the 2D projection position of the markers 17 can be considered as the reproducibility of the error in the position of the markers 17. そこで、このマーカ17の位置ずれ量をキャンセルさせる補正処理を各投影方向に対応するX線投影データに対してそれぞれ実行することによって、撮影系2における位置決め精度の誤差及び被検体Oの動きによる撮像部位の微細な位置ずれを補正することができる。 Therefore, by performing respectively the X-ray projection data corresponding the correction processing for canceling the positional displacement amount of the marker 17 in each projection direction, the image pickup by the motion errors and object O in the positioning accuracy in the imaging system 2 it can be corrected fine positional deviation of the site. そして、微細な位置ずれの補正後におけるX線投影データに基づく第2の画像再構成処理によって、より空間分解能の高い第2の3D画像データを生成することができる。 Then, it is possible by the second image reconstruction processing based on the X-ray projection data after the correction of fine positional deviation, to produce a higher-spatial resolution second 3D image data.

尚、マーカ投影部21又は2Dマーカ同定部22において、重なる恐れのあるマーカ17の2D投影位置又は2D位置を除外するエラー処理が実行される場合には、一部のマーカ17に対応する補正データを用いて位置の補正処理が実行されることとなる。 Note that when the marker projection portion 21 or the 2D marker identification unit 22, which excludes error processing a 2D projection position or 2D position of the markers 17 that may overlap is performed, the correction data corresponding to a portion of the marker 17 so that the correction of the position is performed using. つまり、複数のマーカ17のうち2D投影面上において2D投影位置又は実際の2D位置が近接するマーカ17の2D投影位置間における距離又は実際の2D位置間における距離が閾値よりも大きいマーカ17に対応する2D投影位置と実際の2D位置間との間におけるシフト量のみを用いて補正を伴う第2の画像再構成処理が実行される。 In other words, corresponding to the 2D projection position or the actual marker 17 distance between the distance or actual 2D positions between 2D projection position is greater than the threshold of the marker 17 2D position proximate on the 2D projection surface of the plurality of markers 17 second image reconstruction processing with correction using the shift amount only between the between the actual 2D positions between 2D projection position is executed.

このように、マーカ投影部21又は2Dマーカ同定部22にエラー処理を実行する機能を設けることによって、一部のマーカ17が重なったとしてもマーカ17の位置情報に基づく高精度な位置補正処理を実行することができる。 Thus, by providing the ability to perform error processing to the marker projection portion 21 or the 2D marker identification unit 22, a high-precision position correction processing based on the position information of the markers 17 as part of the marker 17 are overlapped it can be executed. 特に、図3及び図4に示すステント15A、15Bを用いれば、一部のマーカ17が投影面上において重なったとしても、他のマーカ17の位置情報に基づいて高精度かつ適切な補正処理を行うことができる。 In particular, the stent 15A shown in FIGS. 3 and 4, the use of the 15B, also as part of the marker 17 are overlapped on the projection surface, a highly accurate and appropriate correction processing based on the position information of the other markers 17 It can be carried out.

3D画像処理部24は、第1の画像再構成部19において生成された第1の3D画像データ及び第2の画像再構成部23において生成された第2の3D画像データの一方又は双方に基づく3D画像処理によって表示用の2D画像データを生成する機能と、生成した表示用の2D画像データをD/A変換器13を介して表示装置14に表示させる機能を有する。 3D image processing unit 24, based on one or both of the second 3D image data generated in the first 3D image data and the second image reconstructing section 23 produced in the first image reconstructing section 19 It has a function of generating a 2D image data for display by the 3D image processing, a function of displaying the 2D image data for generating the display on the display device 14 via the D / a converter 13.

3D画像処理の例としては、最大値投影(MIP: maximum intensity projection)処理、断面変換(MPR: multi-planar reconstruction)処理、ボリューム・レンダリング(VR: volume rendering)処理、サーフェス・レンダリング(SR: surface rendering)処理等の3D画像データから2D画像データを生成するための様々な処理が挙げられる。 Examples of 3D image processing, maximum intensity projection (MIP: maximum intensity projection) process, planar reconstruction (MPR: multi-planar reconstruction) processing, volume rendering (VR: volume rendering) processing, surface rendering (SR: Surface rendering) processing various processes for generating the 2D image data from the 3D image data and the like. これらの画像処理の種類及び画像処理条件については、コンソール5から指示情報を3D画像処理部24に入力することによって設定することができる。 The type and the image processing conditions for these image processing can be set by inputting the instruction information from the console 5 to the 3D image processing unit 24.

アフィン変換部25は、コンソール5から入力された指示情報に基づいて、3D画像処理部24において生成された2D画像データに対して回転、移動、拡大及び縮小等のアフィン変換処理を実行する機能と、アフィン変換処理後の画像データをD/A変換器13を介して表示装置14に出力させる機能を有する。 Affine transformation unit 25 based on the instruction information input from the console 5, rotated with respect to the 2D image data generated in the 3D image processing unit 24, the movement, the ability to perform the affine transformation processing such as enlargement and reduction and has a function of outputting the image data after the affine transformation process on the display unit 14 via the D / a converter 13. 換言すれば、アフィン変換部25は、入力装置としてのコンソール5から入力された指示情報に従って、表示装置14に表示されている2D診断画像を回転、移動、拡大及び縮小させる機能を有する。 In other words, the affine transformation unit 25 has a function according to the instruction information input from the console 5 as an input device, rotate the 2D diagnostic image displayed on the display device 14, moving, to expand and contract.

LUT26には、画像データの階調変換を行うための階調情報が保存されており、階調情報を参照することにより表示装置14に表示すべき画像データの階調変換を行う機能が備えられる。 The LUT 26, the gradation information for performing gradation conversion of the image data are stored, it is equipped with a function for tone conversion of the image data to be displayed on the display device 14 by referring to the tone information .

以上の例では、プログラムを読み込ませたコンピュータ12がX線投影データに対する第1の画像再構成処理によって生成した第1の三次元画像データに基づいて複数のマーカ17のうちの少なくとも1つのマーカ17の空間位置を求め、X線投影データの投影面へのマーカ17の空間位置の投影位置とX線投影データに基づいて求められた対応するマーカ17の二次元位置との間におけるシフト量を用いた補正を伴うX線投影データに対する第2の画像再構成処理によって第2の三次元画像データを生成するデータ処理手段として機能している。 At least one marker 17 of the plurality of markers 17 based on the above example, the first three-dimensional image data by the computer 12 to read the program generated by the first image reconstruction processing with respect to the X-ray projection data determined the spatial position of use the shift amount between the two-dimensional positions of the markers 17 corresponding determined based on the projection position and the X-ray projection data spatial position of the markers 17 of the projection plane of the X-ray projection data functions as data processing means for generating a second three-dimensional image data by the second image reconstruction processing with respect to the X-ray projection data with correction had. 但し、同様なデータ処理手段としての機能がX線診断装置1に備えられれば、他の構成要素でデータ処理手段を構成してもよい。 However, as long with the features X-ray diagnostic apparatus 1 as similar data processing means may constitute a data processing unit with other components.

次にX線診断装置1の動作及び作用について説明する。 Next will be described the operation and effect of the X-ray diagnostic apparatus 1.

図5は、図1に示すX線診断装置1により、ステント15、15A、15Bを挿入した被検体Oのイメージングを行う際の流れを示すフローチャートである。 5, the X-ray diagnostic apparatus 1 shown in FIG. 1 is a flow chart showing a flow for imaging of the object O which is inserted the stent 15, 15A, and 15B.

まずステップS1において、制御系3による制御下において撮影系2が駆動する。 First, in step S1, the imaging system 2 is driven under control by the control system 3. そして、撮影系2は、複数のマーカ17を設けたステント15、15A、15Bが挿入された被検体Oに複数の方向からX線を曝射することによって被検体Oから複数の方向に対応するX線投影データを収集する。 The imaging system 2 corresponds to a plurality of directions from the subject O by the stent 15,15A having a plurality of markers 17, 15B is exposure to X-rays from a plurality of directions to the object O which is inserted to collect the X-ray projection data.

より具体的には、土台9に設けられたモータ9A及び回転機構9Bの駆動により、C型アーム8が所定の角度となるように回転される。 More specifically, by driving the motor 9A and a rotating mechanism 9B provided in the base 9, C-shaped arm 8 is rotated to a predetermined angle. そして、寝台10にセットされた被検体Oに向けてX線管6からX線が曝射される。 Then, X-rays from the X-ray tube 6 is exposure toward the object O set on the bed 10. このため、被検体Oを透過したX線がX線検出器7によりX線投影データとして検出される。 Therefore, X-rays transmitted through the object O is detected as X-ray projection data by X-ray detector 7.

このX線の曝射及びX線投影データの検出は、C型アーム8の回転によって投影角度を変化させながら繰り返される。 The detection of the exposure and the X-ray projection data of X-rays is repeated while changing the projection angle by the rotation of the C-arm 8. 例えば、投影角度を1度間隔で変化させ、200度分の透過X線の強度分布を200パターンのX線投影データとして収集することができる。 For example, the projection angle is changed by 1 degree intervals, it is possible to collect the intensity distribution of the 200 degrees of the transmitted X-rays as the X-ray projection data of 200 patterns.

診断目的によっては、X線投影データの収集を、造影剤の注入後に行うこともできる。 By diagnostic purposes, a collection of X-ray projection data may be performed after injection of a contrast agent. 造影剤を注入して被検体Oの造影イメージングを行う場合には、X線投影データの収集に先だって、予め造影剤注入器(Injector) により被検体Oに造影剤が注入される。 If you are injecting a contrast agent performing contrast imaging of the object O, prior to the collection of X-ray projection data, the contrast agent is injected into the object O in advance by the contrast agent injector (Injector). そして、造影剤の注入時から一定時間経過した後に、50度/秒程度の撮影系2の回転速度でX線投影データの収集が実行される。 Then, after a predetermined time elapses from the time of injection of the contrast agent, the collection of X-ray projection data is performed by the 50-degree / sec about the imaging system 2 rotation speed.

このようにしてX線検出器7により収集された200フレーム分程度のX線投影データは、データ処理系4に出力される。 In this way, the X-ray projection data of about 200 frames collected by the X-ray detector 7 is output to the data processing system 4. そして、データ処理系4に入力されたX線投影データは、A/D変換器11でディジタル信号に変換された後、コンピュータ12に出力される。 Then, X-rays projection data input to the data processing system 4 is converted into a digital signal by the A / D converter 11, it is outputted to the computer 12.

次に、ステップS2において、ディジタル信号に変換されたX線投影データは、第1の画像再構成部19に転送される。 Next, in step S2, X-ray projection data converted into a digital signal is transmitted to the first image reconstructing section 19. 第1の画像再構成部19では、X線投影データに対する第1の3D画像再構成処理によって、X線投影データから第1の3D画像データとして3Dボリューム画像データが再構成される。 In the first image reconstructing section 19, the first 3D image reconstruction processing with respect to the X-ray projection data, reconstructed 3D volume image data from the X-ray projection data as a first 3D image data.

画像再構成処理の方法としては様々な方法が知られているが、ここでは、Feldkamp等によって提案されたフィルタードバックプロジェクション法による画像再構成処理を行う場合を例に説明する。 As a method of image reconstruction processing are known various methods, but here, the case of performing the image reconstruction processing by the proposed filtered back projection method by Feldkamp such an example. もちろん、フィルタードバックプロジェクション法に限らず、逐次近似法等の所望の画像再構成処理法を用いることができる。 Of course, not only the filtered back projection method, it is possible to sequentially use the desired image reconstruction processing method approximation method.

図6は、図1に示すデータ処理系4におけるデータ処理において用いられる座標系及びパラメータの定義を示す図である。 Figure 6 is a diagram showing the coordinate system and the definition of the parameters used in the data processing in the data processing system 4 shown in FIG.

図6に示すように3D固定座標系(X, Y, Z)及び固定座標系に対して角度φだけ回転した3D回転座標系(x, y, z)を定義することができる。 3D fixed coordinate system as shown in FIG. 6 (X, Y, Z) can be defined and 3D rotating coordinate system that is rotated by an angle φ relative to a fixed coordinate system (x, y, z). この場合、ベクトルrは、回転するx軸上のX線源であるX線管6から曝射されるX線のコーンビームにより投影面Sp上において(y, z)を成分とするベクトルVに投影される。 In this case, the vector r is the cone beam of X-rays irradiation from the X-ray tube 6 is an X-ray source on the x-axis to rotate on the projection plane Sp (y, z) of the vector V whose components It is projected.

一方、画像再構成領域は、X線管6の管球から全ての方向に向かうX線束に内接する円筒として定義することができる。 On the other hand, the image reconstruction area can be defined as a cylinder inscribed in an X-ray beam proceeding in all directions from the tube of the X-ray tube 6. そして、円筒内は、X線検出器7に備えられる1つのX線検出素子の幅に投影されるX線の再構成領域の中心における距離dで離散化される。 Then, cylindrical inner is discretized by the distance d at the center of the reconstruction area of ​​the X-rays are projected to the width of a single X-ray detecting elements provided in the X-ray detector 7. そして、離散点における画像データが求められる。 Then, the image data are determined at discrete points. 但し、離散間隔は、距離dに限らず、装置ごとに定義された離散間隔を用いることができる。 However, the discrete interval is not limited to the distance d, it is possible to use a discrete interval defined for each apparatus.

フィルタードバックプロジェクション法による画像再構成処理を行う場合、画像再構成処理によって生成される3D画像データfは、図6に示す座標系及びパラメータを用いて式(1)で示される。 When performing image reconstruction processing by the filtered back projection method, 3D image data f which is generated by the image reconstruction processing is represented by the formula (1) using the coordinate system and parameters shown in FIG.
但し、式(1)においてW 2は式(2)で表される重み関数である。 However, W 2 in the formula (1) is a weighting function expressed by formula (2).

また、式(1)における(y, z)は、ベクトルrがX線のコーンビームにより投影される点を示しており、式(3)のように表される。 Further, in the formula (1) (y, z) indicates the point where the vector r is projected by a cone beam of X-rays is expressed by the equation (3).

但し、式(4)において*はコンボリューション演算子、P φ (y, z)はX線投影データから得られるサブトラクションデータ、W 1 (y,z)は重み関数、g(y)はフィルタ関数である。 However, in the formula (4) * is the convolution operator, P phi (y, z) subtraction data obtained from X-ray projection data, W 1 (y, z) is the weighting function, g (y) is the filter function it is. フィルタ関数g(y)は逆投影演算に因るボケを補正するための高周波強調フィルタである。 Filter function g (y) is a high-frequency emphasizing filter for correcting the blurring due to back projection operation. フィルタ関数g(y)の具体例としては、Shepp-LoganフィルタやRamachandran フィルタ等のコンボリューションフィルタが代表的である。 Specific examples of the filter function g (y) is the convolution filter such as Shepp-Logan filter or Ramachandran filter is typical.

一方、式(4)における重み関数W 1 (y,z)は、式(5)のように表される。 On the other hand, the weighting function W 1 in formula (4) (y, z) is expressed by the following equation (5).

すなわち、画像再構成処理は、式(1)から式(5)で示される。 That is, the image reconstruction process are shown from equation (1) in equation (5). 具体的には、まず200フレーム分程度のX線投影データは、濃度ムラの補正用の画像データとの間でサブトラクション処理される。 Specifically, X-rays projection data is first about 200 frames is subtraction processing between the image data for correction of density unevenness. 次に、式(4)に示すように、サブトラクションによって生成された200フレーム分程度のサブトラクションデータP φ (y, z)は、重み関数W 1 (y,z)で重み付けされた後、コンボリューションフィルタg(y)がかけられる。 Next, as shown in Equation (4), the subtraction data P of about 200 frames generated by subtraction phi (y, z), after being weighted by the weighting function W 1 (y, z), convolution filter g (y) is applied.

更に、コンボリューション演算によって生成されたデータに式(1)で示すような逆投影演算を行うことにより画像再構成後の3Dボリューム画像データfを得ることができる。 Furthermore, it is possible to obtain a 3D volume image data f after image reconstruction by performing back projection operation shown by the equation (1) to the generated by the convolution operation data.

次に、ステップS3において、第1の3Dボリューム画像データは、3Dマーカ同定部20に送られる。 Next, in step S3, the first 3D volume image data is sent to the 3D marker identification unit 20. 3Dマーカ同定部20では、第1の3Dボリューム画像データに基づいて、ステント15、15A、15Bに設けられた各マーカ17の3D座標系における3D位置が同定される。 In 3D marker identification section 20, based on the first 3D volume image data, the stent 15, 15A, 3D position in the 3D coordinate system of each of the markers 17 provided in 15B is identified.

そのために、まず3Dボリューム画像データに対する閾値処理によって骨等の基準となる物質よりもCT値が高い部位が抽出される。 Therefore, CT value than a reference material, such as bone has a higher portion is extracted by the first thresholding for 3D volume image data. 例えば、閾値を3000として画素値が3000以上となる領域が抽出される。 For example, a region having a pixel value of 3000 or more are extracted threshold as 3000.

閾値を3000として抽出される領域は金属である。 Region extracted threshold as 3000 is a metal. 従って、ステント15、15A、15Bに設けられたマーカ17の他、歯科治療用の金属等がマーカ17の候補として抽出される場合がある。 Accordingly, another stent 15, 15A, the marker 17 provided in 15B, there is a case where a metal or the like for dental treatment is extracted as a candidate marker 17.

そこで、3Dマーカ同定部20は、抽出されたマーカ17の候補から誤認識されたマーカ17の候補を除外するエラー処理を実行する。 Therefore, 3D marker identification unit 20, the extracted candidates of false from the candidate recognized markers 17 markers 17 executes error processing to exclude. エラー処理は、既知情報であるマーカ17の幾何学情報を参照した閾値処理によって行うことができる。 Error processing can be performed by referring to the threshold the geometric information of the marker 17 is known information.

例えば、ステント15、15A、15Bは通常撮影視野の中心付近に存在する。 For example, the stent 15, 15A, 15B exists near the center of the normal field of view. 従って、撮影視野の中心から一定距離以内にあるマーカ17の候補をマーカ17の位置として選択することができる。 Therefore, it is possible to select the candidates of the markers 17 is within a predetermined distance from the center of the field of view as the location of the marker 17. これにより、歯科治療用の金属を除外することができる。 This makes it possible to exclude metals for dental treatment.

或いは、マーカ17の候補の体積を用いてエラー処理を実行することも可能である。 Alternatively, it is also possible to perform error processing using the volume of the candidates of the markers 17. すなわち、マーカ17の体積は0.1mm 3以下であるのに対して歯科治療用の金属の体積は小さくても100mm 3である。 That is, the volume of the marker 17 is a metal volume for dental treatment whereas it is 0.1 mm 3 or less is 100 mm 3 even smaller. 従って、領域の体積が閾値以下となるマーカ17の候補をマーカ17の位置として選択することによって、歯科治療用の金属を除外することができる。 Therefore, by selecting a candidate markers 17 the volume of the region is equal to or less than a threshold as the position of the markers 17, it is possible to exclude metals for dental treatment.

更に別の例としてマーカ17の数を利用したエラー処理も可能である。 Further error processing using the number of markers 17 as another example is also possible. 例えば、マーカ17の数が8個である場合にマーカ17の候補が10個抽出された場合には、2個のマーカ17の候補が除外すべきマーカ17の候補である。 For example, if the candidate of the marker 17 is 10 extracted when the number of the markers 17 is eight, a candidate of the two markers 17 candidates to be excluded marker 17. そこで、各マーカ17の候補間における相対距離を算出し、相対距離が長い順に2つのマーカ17の候補を除外することができる。 Therefore, it is possible to calculate the relative distance between candidates of the markers 17, the relative distance is excluded candidates two markers 17 in descending order.

次に、3Dマーカ同定部20は、同定された8個のマーカ17の重心を計算する。 Next, 3D marker identification unit 20 calculates the center of gravity of eight markers 17 identified.

次に、ステップS4において、同定された各マーカ17の3D重心位置は、マーカ投影部21に送られる。 Next, in step S4, 3D position of the center of gravity of each of the markers 17 identified is sent to the marker projection unit 21. マーカ投影部21では、マーカ17の3D空間位置を各X線投影データの投影面にそれぞれ投影した場合における2D投影位置が算出される。 The marker projection unit 21, 2D projection position in case of a 3D spatial position of the markers 17 are projected respectively on the projection plane of the X-ray projection data are calculated. 2D投影位置は、X線投影データを収集した各投影方向に対応する投影系に基づいて幾何学的に算出することができる。 2D projection position can be geometrically calculated based on the projection system for each projection direction collected X-ray projection data.

次にマーカ投影部21は、複数のマーカ17の2D投影位置間における距離を計算する。 Then the marker projection unit 21 calculates the distance between the 2D projected positions of the markers 17. そして、2D投影位置間における距離が閾値以下となるマーカ17の2D投影位置を除外する。 Then, it excludes 2D projection position of the markers 17 that the distance between the 2D projection position is equal to or less than the threshold. これにより、投影面上において重なっている可能性のあるマーカ17の2D投影位置をデータ処理から除外することができる。 This makes it possible to exclude the 2D projection position of possibly overlapping on the projection plane marker 17 from the data processing.

次に、ステップS5において、算出されたマーカ17の2D投影位置は、2Dマーカ同定部22に送られる。 Next, in step S5, 2D projection position of the calculated marker 17 is sent to the 2D marker identification section 22. また、2Dマーカ同定部22は、X線投影データを取得する。 Furthermore, 2D marker identification unit 22 acquires X-ray projection data. そして、2Dマーカ同定部22は、複数の方向に対応するX線投影データに基づいて、マーカ17の各投影面上における2D位置を同定する。 Then, 2D marker identification section 22, based on X-ray projection data corresponding to a plurality of directions, to identify the 2D position on the projection plane of the marker 17.

具体的には、2Dマーカ同定部22は、まずX線投影データ上におけるマーカ17の2D投影位置の周辺の一定の範囲について最小となる画素値を探索する。 Specifically, 2D marker identification unit 22 first searches for a smallest pixel value for a certain range around the 2D projected positions of the markers 17 on the X-ray projection data. 尚、最小画素値の探索対象となる範囲は、撮影系2の不安定性の程度に応じて経験的に或いはシミュレーションなどによってマーカ17の2D位置が検出される可能性のある範囲に予め決定することができる。 Note that the search subject to a range of the minimum pixel values, be predetermined to a range 2D position is likely to be detected the marker 17, such as by empirical or simulation according to the degree of instability of the imaging system 2 can.

一例として、マーカ17の2D投影位置を中心とする300μm以内の初期範囲を設定し、初期範囲内において最小値が存在する可能性のあるより詳細な範囲を公知の粗い探索方法で最小画素位置の探索範囲として特定するようにしてもよい。 As an example, to set the initial range within 300μm around the 2D projection position of the markers 17, the minimum pixel positions known coarse search method detailed range than the minimum value that may be present in the initial range it may be specified as the search range. 逆に、初期範囲を設定せずにマーカ17の2D投影位置を中心とする300μm以内を最小画素位置の探索範囲としてもよい。 Conversely, the less 300μm around the 2D projection position marker 17 without setting the initial range may be the search range of the minimum pixel position.

2Dマーカ同定部22において最小画素位置の探索範囲が設定されると、設定された探索範囲について最小画素位置の探索処理が実行される。 If the search range of the minimum pixel positions in 2D marker identification part 22 is set, the search process of the minimum pixel positions is performed for the set search range. 最小となる画素値は、極めて幅が狭い負のピークとして現れる。 Smallest pixel value appears as a negative peak very narrow. そこで、高精度でピークを検出するための信号処理が行われる。 Therefore, the signal processing for detecting a peak with high accuracy is performed.

最小画素位置の探索対象となるX線投影データには、撮像部位からの信号、つまりマーカ17の背景信号とマーカ17からの信号が重畳している。 The X-ray projection data as a search target of the minimum pixel position signal from the imaging site, i.e. the signal from the background signal and the marker 17 marker 17 is superimposed. そこで、まず最小画素位置の探索範囲におけるX線投影データにローパスフィルタをかけて高周波成分を除去した低周波データを作成し、低周波データとフィルタ処理前におけるX線投影データとのサブトラクションデータを取得することが望ましい。 Therefore, to create a low-frequency data to remove high frequency components by first applying a low-pass filter to the X-ray projection data in the search range of the minimum pixel positions, acquires subtraction data of the X-ray projection data in a low frequency data and unfiltered it is desirable to. これにより、マーカ17の背景信号をキャンセルしたデータを得ることができる。 Accordingly, it is possible to obtain the data to cancel the background signal of the markers 17.

次に、サブトラクションデータ上の2D投影位置周辺における探索範囲についてピーク位置の探索が実行される。 Next, the search for the peak position is performed for the search range in the 2D projection position near the subtraction data. そして、検出されたピークに対応する画素を中心としてX線投影データ又はサブトラクションデータの重心位置を計算することによって、高精度にマーカ17の実際の2D位置を同定することができる。 Then, by calculating the center of gravity of the X-ray projection data or subtraction data around the pixel corresponding to the detected peak, it is possible to identify the actual 2D positions of the markers 17 with high accuracy.

尚、上述したピークの検出処理は一例であり、他の手法によってX線投影データ上におけるマーカ17の実際の2D位置を同定するようにしてもよい。 The detection process of peak described above is an example, it may be to identify actual 2D positions of the markers 17 on the X-ray projection data by other techniques.

次に、2Dマーカ同定部22は、マーカ投影部21によって算出されたマーカ17の2D投影位置と、X線投影データに基づいて同定されたマーカ17の実際の2D位置との間におけるシフト量を補正データとして求める。 Next, 2D marker identification unit 22, a 2D projection position of the marker 17 calculated by the marker projection part 21, the shift amount between the actual 2D positions of the markers 17, which is identified based on the X-ray projection data obtained as the correction data. 補正データ(Δy, Δz)は、i番目のマーカ17の2D投影位置を(Py i ,Pz i )とし、i番目のマーカ17の同定された実際の2D位置を(Qy i ,Qz i )とすると、式(6)で求めることができる。 Correction data ([Delta] y, Delta] z) is, i th 2D projection position (Py i, Pz i) markers 17 and, the identified actual 2D positions of i-th marker 17 and (Qy i, Qz i) Then, it can be determined by formula (6).

但し、式(6)においてNは、投影面上において重なったマーカ17を除外するエラー処理によって除外されなかったマーカ17の個数である。 However, N in equation (6) is the number of markers 17 that have not been excluded by the excluding error handling markers 17 overlap on the plane of projection. 従って、例えば8つのマーカ17がステント15、15Bに設けられており、マーカ投影部21におけるエラー処理によって2つのマーカ17が2Dマーカ同定部22における2D位置の同定処理から除外された場合には、N=6となる。 Thus, for example, eight markers 17 are provided on the stent 15 and 15b, when the two markers 17 by the error processing in the marker projection unit 21 is excluded from the process of identifying the 2D position in 2D marker identification unit 22, the N = 6.

次に、ステップS6において、マーカ17の位置のシフト量として求められた補正データ(Δy, Δz)は、第2の画像再構成部23に転送される。 Next, in step S6, the correction data obtained as the shift amount of the position of the markers 17 (Δy, Δz) is transferred to the second image reconstructing section 23. 第2の画像再構成部23では、第1の画像再構成部19で実行された画像再構成処理法と同等な画像再構成処理法でX線投影データに対する第2の3D画像再構成処理が実行される。 In the second image reconstructing section 23, the second 3D image reconstruction processing with respect to the X-ray projection data equivalent to image reconstruction processing method and image are performed reconstruction processing method in the first image reconstructing section 19 It is executed.

但し、補正データ(Δy, Δz)を用いてベクトルrの投影点における位置(y, z)のずれが補正される。 However, deviation of the corrected data ([Delta] y, Delta] z) position in the projection point of the vector r with a (y, z) is corrected. そして、位置補正後の投影点の位置(y', z')を用いて3D画像再構成処理が実行される。 The position of the projection point after position correction (y ', z') 3D image reconstruction processing using the runs. 画像再構成処理法が、フィルタードバックプロジェクション法である場合には、式(3)の代わりに式(7)で求められた位置補正後の投影点の位置(y', z')を用いて第2の3D画像再構成処理が実行される。 Image reconstruction processing method, in the case of filtered back projection method, the position of the projected point after position correction obtained by the equation (7) instead of equation (3) (y ', z') using the second 3D image reconstruction processing is performed.

そして、第2の3D画像再構成処理によってX線投影データから第2の3D画像データが生成される。 The second 3D image data from the X-ray projection data is generated by the second 3D image reconstruction processing. このようにして生成された第2の3D画像データは、3Dボリューム画像データに基づいて求められたマーカ17の2D投影位置と実際のマーカ17の2D位置とのシフト量に基づいて高精度に位置補正されたデータとなる。 The second 3D image data generated in this manner, the position with high accuracy on the basis of the shift amount between the 2D position of the actual marker 17 with 2D projection position of the marker 17 determined based on the 3D volume image data the corrected data. 従って、微細なステント15、15A、15Bのストラット16であっても描出することができる。 Therefore, it is possible to fine the stent 15, 15A, even strut 16 of 15B to render.

次に、ステップS7において、第2の3D画像データを表示装置14に表示させるための2D化処理を含む各種の処理が実行された後、表示用の2D画像が表示装置14に表示される。 Next, in step S7, after the various processing including 2D processing for displaying a second 3D image data to the display device 14 has been executed, 2D image for display is displayed on the display device 14. すなわち、3D画像処理部24において、第2の3D画像データから表示用の2D画像データを生成するための3D画像処理が実行される。 That is, in the 3D image processing unit 24, a 3D image processing for generating the 2D image data for display from the second 3D image data is performed. また、アフィン変換部25では、表示装置14に表示されている2D診断画像の回転、移動、拡大及び縮小等のアフィン変換処理が実行される。 Also, the affine transformation unit 25, the rotation of the 2D diagnostic image displayed on the display device 14, movement, affine transformation processing such as enlargement and reduction are performed. 更に、LUT26では、2D診断画像の階調変換が行われる。 Further, the LUT 26, gradation conversion of the 2D diagnostic image.

このため、X線診断装置1のユーザは、ステント15、15A、15Bのストラット16が明瞭に描出された被検体Oの頭部等の撮像部位におけるX線診断画像を観察することができる。 Therefore, the user of the X-ray diagnostic apparatus 1 can observe an X-ray diagnostic images in the imaged region of the head of the subject O to stent 15, 15A, the struts 16 of 15B were clearly visualized.

つまり以上のようなX線診断装置1は、ステント15、15A、15Bのストラット16に設けられたマーカ17の位置を指標として微細な位置のずれを補正したX線診断画像を再構成できるようにしたものである。 That above-mentioned X-ray diagnostic apparatus 1, the stent 15, 15A, position the X-ray diagnostic images obtained by correcting the deviation of the fine position as an indicator of the markers 17 provided on the struts 16 of 15B as it can be reconstructed one in which the. すなわち、第1の画像再構成処理によって生成されたボリューム画像データ上においてマーカ17の空間位置を同定し、同定した空間位置の投影面への投影位置と投影位置付近において探索したX線投影データ上における実際のマーカ17の位置との間における位置ずれ量を位置補正データとして第2の画像再構成処理を実行することができる。 That is, to identify the spatial position of the markers 17 on the volumetric image data generated by the first image reconstruction processing, identified spatial position of the projection plane to the projection position and the projection position is searched in the vicinity of the X-ray projection data on actual positional deviation amount between the positions of the markers 17 may perform the second image reconstruction processing as position correction data in.

一方、図3及び図4に示すステント15A、15Bは、任意の投影面上において全てのマーカ17が重ならないように複数のマーカ17を設けたものである。 On the other hand, the stent 15A, 15B shown in FIGS. 3 and 4, is provided with a plurality of markers 17 so as not to overlap any of the markers 17 on any projection surface.

このため、X線診断装置1によれば、撮影系2の回転再現性を常に50μm以下にすることができなくても、或いは患者が微小に動いたとしても、ステント15、15A、15Bのストラット16を従来よりも明瞭に描出することができる。 Therefore, according to the X-ray diagnostic apparatus 1, even if can not be always 50μm below the rotation reproducibility of the imaging system 2, or even patient moves minutely, stent 15, 15A, 15B strut 16 can be visualized clearly than before. このため、ユーザは、ストラット16と血管との関係を把握することが可能となる。 Therefore, the user can grasp the relationship between the strut 16 and the vessel.

更に、図3及び図4に示すようなステント15A、15Bを使用することによって、投影角度に依らず確実にマーカ17の位置を指標とした微細な位置のずれを補正することができる。 Furthermore, the stent 15A as shown in FIGS. 3 and 4, by using 15B, it is possible to correct the deviation of the fine position location as an indicator of reliably marker 17 regardless of the projection angle.

(第2の実施形態) (Second Embodiment)
図7は本発明の第2の実施形態に係るX線診断装置の構成図である。 Figure 7 is a configuration diagram of an X-ray diagnostic apparatus according to the second embodiment of the present invention.

図7に示されたX線診断装置1Aでは、ステント15、15A、15Bのマーカ17に付属する発信機30の位置センサ31を設けた点及び3Dマーカ同定部20の詳細機能が図1に示すX線診断装置1と相違する。 In the X-ray diagnostic apparatus 1A shown in FIG. 7, the stent 15, 15A, point the position sensor is provided 31 of transmitter 30 that comes to the marker 17 of 15B and detailed function of the 3D marker identifying unit 20 shown in FIG. 1 a different X-ray diagnostic apparatus 1. 他の構成および作用については図1に示すX線診断装置1と実質的に異ならないため同一の構成については同符号を付して説明を省略する。 The same components are not different from the X-ray diagnostic apparatus 1 and substantially shown in Figure 1 for the other configurations and operations will not be described by the same symbol.

すなわちX線診断装置1Aの寝台10には、複数のマーカ17を設けたステント15、15A、15Bが挿入された被検体Oがセットされる。 That is, the bed 10 of the X-ray diagnostic apparatus 1A, a stent 15,15A provided with a plurality of markers 17, the object O which 15B is inserted is set. 但し、ステント15、15A、15Bの各マーカ17には、それぞれ発信機30が取り付けられている。 However, stent 15, 15A, each marker 17 15B are respectively transmitter 30 is mounted.

一方、撮影系2には、位置センサ31が設けられる。 On the other hand, the imaging system 2, the position sensor 31 is provided. 位置センサ31は、ステント15、15A、15Bの複数のマーカ17にそれぞれ設けられた発信機30から発信される無線信号を受信する機能と、受信した無線信号に基づいて発信機30又はマーカ17の空間的な位置を検出する機能を備えている。 Position sensor 31, the stent 15, 15A, a function of receiving a radio signal transmitted from the transmitter 30 provided in each of a plurality of markers 17 15B, the transmitters 30 or the markers 17 based on the received radio signals It has a function of detecting the spatial position. 位置の検出のためのアルゴリズムについては、公知のものを用いることができる。 The algorithm for detection of the position can be a known.

従って、位置センサ31は、ステント15、15A、15Bの発信機30から送信される信号を十分な精度で受信することが可能な所望の位置に設置される。 Accordingly, the position sensor 31, the stent 15, 15A, is placed a signal transmitted from a transmitter 30 of 15B to a desired position which can be received with sufficient accuracy. 位置センサ31の出力側は、データ処理系4のコンピュータ12と接続される。 The output side of the position sensor 31 is connected to the computer 12 of the data processing system 4. そして、位置センサ31における発信機30又はマーカ17の空間位置の検出結果は、ディジタルデータとしてコンピュータ12に出力できるように構成されている。 Then, the detection result of the spatial position of the transmitters 30 or the markers 17 at the position sensor 31 is configured so as to be output to the computer 12 as digital data.

一方、コンピュータ12の3Dマーカ同定部20は、位置センサ31から出力された発信機30又はマーカ17の空間位置の検出結果を取得する機能と、取得した発信機30又はマーカ17の空間位置の検出結果に基づいて、3D座標系におけるマーカ17の空間位置を求める機能を有する。 On the other hand, 3D marker identification unit 20 of the computer 12 has a function of acquiring a detection result of the spatial position of the transmitters 30 or the markers 17 output from the position sensor 31, the detection of the spatial position of the transmitters 30 or the markers 17 obtained based on the results, a function for determining the spatial position of the markers 17 in the 3D coordinate system.

そして、マーカ投影部21は、3Dマーカ同定部20により求められたマーカ17の3D空間位置を、各X線投影データの投影面にそれぞれ投影した場合における2D投影位置を求めるように構成される。 Then, the marker projection unit 21 is configured to determine a 2D projection position in case of a 3D spatial position of the markers 17 obtained by the 3D marker identification unit 20, and projected respectively on the projection plane of the X-ray projection data.

このような構成を有するX線診断装置1Aでは、ステント15、15A、15Bの発信機30から送信される信号に基づいて位置センサ31により発信機30又はマーカ17の空間位置が検出される。 In the X-ray diagnostic apparatus 1A having such a configuration, stents 15, 15A, the spatial position of the transmitters 30 or the markers 17 are detected by the position sensor 31 on the basis of the 15B signal transmitted from a transmitter 30 of the. そして、3Dマーカ同定部20では、位置センサ31により検出された発信機30又はマーカ17の空間位置に基づいてマーカ17の3D空間位置が同定される。 Then, the 3D marker identification unit 20, 3D spatial position of the markers 17 is identified based on the spatial position of the transmitters 30 or the markers 17 detected by the position sensor 31.

つまりX線診断装置1Aは、図1に示すX線診断装置1のように第1の画像再構成処理によって生成される3Dボリューム画像データからマーカ17の空間位置を同定する代わりに、マーカ17に発信機30を取り付けるとともに位置センサ31で検知した発信機30又はマーカ17の空間位置に基づいてマーカ17の3D空間位置を同定するようにしたものである。 That X-ray diagnostic apparatus 1A, instead of identifying the spatial position of the markers 17 from the 3D volume image data generated by the first image reconstruction processing as X-ray diagnostic apparatus 1 shown in FIG. 1, the marker 17 based on the spatial location of the transmitters 30 transmitter 30 is detected by the position sensor 31 is attached to or marker 17 is obtained so as to identify the 3D spatial position of the markers 17.

このため、図7に示すX線診断装置1Aによれば、図1に示すX線診断装置1のように2回に亘る画像再構成処理などの複雑なデータ処理を行うことなく、マーカ17の位置を指標として高精度に位置補正されたX線診断画像データを生成することができる。 Therefore, according to the X-ray diagnostic apparatus 1A shown in FIG. 7, without performing complex data processing such as image reconstruction processing over two as X-ray diagnostic apparatus 1 shown in FIG. 1, the marker 17 position can generate position corrected X-ray diagnostic image data with high accuracy as an index. この結果、図1に示すX線診断装置1と同様にステント15、15A、15Bのストラット16が従来よりも明瞭に描出されたX線診断画像を得ることができる。 As a result, it is possible to obtain the stent 15,15A like the X-ray diagnostic apparatus 1 shown in FIG. 1, the X-ray diagnostic images strut 16 is clearly visualized than conventional 15B.

(他の実施形態) (Other embodiments)
以上、特定の実施形態について記載したが、記載された実施形態は一例に過ぎず、発明の範囲を限定するものではない。 While there have been described particular embodiments, the described embodiments are merely examples and are not intended to limit the scope of the invention. ここに記載された新規な方法及び装置は、様々な他の様式で具現化することができる。 Novel methods and apparatus described herein may be embodied in various other ways. また、ここに記載された方法及び装置の様式において、発明の要旨から逸脱しない範囲で、種々の省略、置換及び変更を行うことができる。 Further, in the form of the methods and systems described herein, without departing from the gist of the invention, it is possible to perform substitutions and changes. 添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。 Scope and equivalents of the appended claims, as being within the scope and spirit of the invention include such forms or modifications.

例えば、上述した実施形態では、X線診断装置1、1Aによりステント15、15A、15Bを挿入した被検体Oのイメージングを行う場合の例を示したが、X線CT装置を用いたイメージングにおいても、十分な空間分解能を有するX線検出器をX線CT装置に搭載すれば、同様な画像再構成処理によってステント15、15A、15Bの描出が可能である。 For example, in the embodiment described above, the stent 15,15A by X-ray diagnostic apparatus 1, 1A, an example has been shown in the case of performing the imaging of the object O insertion of the 15B, even in imaging using X-ray CT apparatus if equipped with a X-ray detector having a sufficient spatial resolution in X-ray CT apparatus, the stent 15,15A by the same image reconstruction processing, it is possible to visualize the 15B. すなわち、画像再構成法に応じたアルゴリズムによって、マーカ17を指標とした高精度な位置の補正処理を実行することができる。 That is, the algorithm in accordance with an image reconstruction method, it is possible to perform the correction processing of highly accurate position where the marker 17 as an index. そして、2回の画像再構成処理によって、ステント15、15A、15Bの描出に必要な空間分解能を有するX線CT画像データを生成することができる。 Then, it is possible by the image reconstruction process twice, to produce an X-ray CT image data having a spatial resolution required for visualization of the stent 15, 15A, 15B.

1、1A X線診断装置2 撮影系3 制御系4 データ処理系5 コンソール6 X線管7 X線検出器8 C型アーム9 土台9A モータ9B 回転機構10 寝台11 A/D変換器12 コンピュータ13 D/A変換器14 表示装置15、15A、15B ステント16 ストラット17 マーカ18 フィルタリング部19 第1の画像再構成部20 3Dマーカ同定部21 マーカ投影部22 2Dマーカ同定部23 第2の画像再構成部24 3D画像処理部25 アフィン変換部26 LUT 1, 1A X-ray diagnosis apparatus 2 imaging system 3 Control system 4 data processing system 5 console 6 X-ray tube 7 X-ray detector 8 C-arm 9 foundation 9A motor 9B rotating mechanism 10 the bed 11 A / D converter 12 Computer 13 D / a converter 14 display device 15, 15A, 15B stent 16 struts 17 marker 18 filtering unit 19 first image reconstructing section 20 3D marker identifying portion 21 marker projection unit 22 2D marker identifying portion 23 and the second image reconstructing part 24 3D image processing unit 25 affine transformation unit 26 LUT
30 発信機31 位置センサO 被検体 30 transmitter 31 position sensor O object

Claims (6)

  1. 複数のマーカを設けたステントが挿入された被検体に複数の方向からX線を曝射することによって前記被検体から前記複数の方向に対応するX線投影データを収集するデータ収集手段と、 A data collecting means for collecting X-ray projection data corresponding to said plurality of directions from the subject by exposure to X-rays from a plurality of directions to the subject the stent is inserted provided with a plurality of markers,
    前記X線投影データに対する第1の画像再構成処理によって生成した第1の三次元画像データに基づいて前記複数のマーカのうちの少なくとも1つのマーカの空間位置を求め、 前記複数の方向に対応するX線投影データのそれぞれについて、前記X線投影データの投影面への前記マーカの空間位置の投影位置と前記X線投影データに基づいて求められた対応するマーカの前記投影面上における二次元位置との間におけるシフト量を求め、前記シフト量を用いた補正を伴う前記X線投影データに対する第2の画像再構成処理によって第2の三次元画像データを生成するデータ処理手段と、 It determined the spatial position of at least one marker of the plurality of markers on the basis of the first three-dimensional image data generated by the first image reconstruction processing with respect to the X-ray projection data, corresponding to said plurality of directions for each X-ray projection data, the two-dimensional position on the projection plane of the marker corresponding determined based on the X-ray projection data and the projection position of the spatial position of the marker to the projection plane of the X-ray projection data and data processing means for asking shift amount to generate a second three-dimensional image data by the second image reconstruction processing with respect to the X-ray projection data with correction using the shift amount between the,
    を備えるX線診断装置。 X-ray diagnostic apparatus comprising a.
  2. 前記データ処理手段は、前記複数のマーカのうち前記投影面上において前記投影位置又は前記二次元位置が近接するマーカの前記投影位置又は前記二次元位置間における距離が閾値よりも大きいマーカに対応する投影位置と二次元位置との間におけるシフト量のみを用いて前記補正を伴う前記第2の画像再構成処理を実行するように構成される請求項1記載のX線診断装置。 Wherein the data processing means, the distance between the projection position or the two-dimensional positions of the markers that the projection position or the two-dimensional position is closer correspond to larger markers than the threshold on the projection plane of the plurality of markers projection position and X-ray diagnostic apparatus constructed according to claim 1, wherein to perform said second image reconstruction processing with the correction using the shift amount only between the two-dimensional position.
  3. 前記データ処理手段は、前記第1の三次元画像データに基づいて誤認識されたマーカの候補を前記複数のマーカの幾何学的情報に基づいて除去するエラー処理を実行するように構成される請求項1又は2記載のX線診断装置。 Wherein the data processing means, the first three-dimensional image data Based on misrecognized marker claims candidate configured to perform error processing to remove based on the geometric information of the plurality of markers X-ray diagnostic apparatus of claim 1 or 2, wherein.
  4. 前記データ処理手段は、前記複数のマーカの幾何学的情報として各マーカの大きさ、形状、他のマーカとの距離、前記ステントのストラットの中心からの距離及び前記第1の三次元画像データの中心からの距離の少なくとも1つを用いるように構成される請求項3記載のX線診断装置。 Wherein the data processing means, the size of each marker as the geometric information of the plurality of markers, the shape, the distance between the other markers, the distance and the first three-dimensional image data from the center of the strut of the stent X-ray diagnostic apparatus according to claim 3, wherein configured to use at least one of the distance from the center.
  5. 前記データ処理手段は、前記第1の三次元画像データに対する閾値処理によって前記マーカの空間位置を求めるように構成される請求項1乃至4のいずれか1項に記載のX線診断装置。 Wherein the data processing means, X-rays diagnostic apparatus according to any one of the first three-dimensional image according to claim configured by threshold processing for the data determining the spatial position of the marker 1 to 4.
  6. 前記複数のマーカに設けられた発信機から送信される無線信号を受信することによって前記発信機又は前記複数のマーカの位置を検出する位置センサを更に備え、 Further comprising a position sensor for detecting the position of the transmitter or the plurality of markers by receiving a radio signal transmitted from a transmitter provided in the plurality of markers,
    前記データ処理手段は、前記位置センサにより検出された前記発信機又は前記複数のマーカの位置に基づいて前記マーカの空間位置を求めるように構成される請求項1乃至4のいずれか1項に記載のX線診断装置。 Wherein the data processing means, according to any one of claims 1 to 4 configured to determine the spatial position of the marker based on the position of the transmitter or the plurality of markers detected by said position sensor X-ray diagnostic apparatus.
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